JP2021194303A - 脳計測装置及び脳計測方法 - Google Patents

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Abstract

【課題】脳磁計測およびＭＲＩ計測を効率よく実現すること。【解決手段】脳計測装置Ｍ１は、光励起磁気センサ１Ａと、光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気を計測する磁気センサ２と、光励起磁気センサ１Ａの位置における変動磁場を計測する磁気センサ３と、地磁気を補正するための補正コイル７，８と、変動磁場を補正するためのアクティブシールドコイル９と、を有する脳磁計と、静磁場及び傾斜磁場を印加するための補正コイル７，８と、送信パルスを送信する送信コイル２１と、核磁気共鳴信号を検出する受信コイル２２と、を有するＭＲＩ装置と、脳磁場の計測時には、磁気センサ２，３の計測値に基づいて、補正コイル７，８及びアクティブシールドコイル９に供給する電流を制御し、ＭＲ画像の計測時には、補正コイル７，８に供給する電流を制御して静磁場及び傾斜磁場を制御し、受信コイル２２の出力からＭＲ画像を生成する制御装置５とを備える。【選択図】図１

Description

本発明は、脳計測装置及び脳計測方法に関する。
従来、脳磁計として、微小な脳磁場を計測するために超伝導量子干渉計（superconducting quantum interference device, SQUID）が用いられている。近年では、ＳＱＵＩＤに代わり光励起磁気センサを用いた脳磁計が研究されている。光励起磁気センサは、光ポンピングによって励起されたアルカリ金属の原子のスピン偏極を用いることで検出することで微小な磁気を計測する。例えば、特許文献１は光ポンピング磁力計を利用した脳磁計を開示している。また、最近では、脳磁計とＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置とを、ＳＱＵＩＤを用いて融合しようとする研究もおこなわれている（下記非特許文献１参照）。
特許５８２３１９５号公報
"SQUIDs in biomagnetism: a roadmap towards improved healthcare",Supercond. Sci. Technol. 29 (2016) 113001 (30pp)
ここで、脳磁計による計測は、脳磁場よりも強い磁気ノイズの影響を避けるために、地磁気を含む磁気ノイズを低減した状態で行う必要がある。一方で、ＭＲＩによる計測は、静磁場及び傾斜磁場等を発生させた状態で行う必要がある。脳磁計及びＭＲＩ装置を一体化させた装置を実現しようとする場合には、磁気ノイズの低減と静磁場及び傾斜磁場等の印加とを効率よく実現することが求められる。
本実施形態は上記実情に鑑みてなされたものであり、脳磁計測およびＭＲＩ計測を効率よく実現できる脳計測装置及び脳計測方法を提供することを目的とする。
実施形態の一態様に係る脳計測装置は、脳磁場を計測する複数の光励起磁気センサと、複数の光励起磁気センサのそれぞれの位置における地磁気に係る磁場を計測する複数の地磁気磁場補正用磁気センサと、複数の光励起磁気センサのそれぞれの位置における変動磁場を計測する複数のアクティブシールド用磁気センサと、地磁気に係る磁場を補正するための地磁気磁場補正コイルと、変動磁場を補正するためのアクティブシールドコイルと、を有する脳磁計と、静磁場を印加するための静磁場コイルと、傾斜磁場を印加するための傾斜磁場コイルと、所定の周波数の送信パルスを送信するための送信コイルと、送信パルスの送信によって生じた核磁気共鳴信号を検出する受信コイルと、を有するＭＲＩ装置と、脳磁場の計測時には、複数の地磁気磁場補正用磁気センサの計測値、及び、複数のアクティブシールド用磁気センサの計測値に基づいて、地磁気磁場補正コイルに供給する電流、及び、アクティブシールドコイルに供給する電流を制御し、ＭＲ画像の計測時には、静磁場コイル及び傾斜磁場コイルに供給する電流を制御して静磁場及び傾斜磁場を制御し、受信コイルの出力を基にＭＲ画像を生成する制御装置と、を備える。
或いは、実施形態の他の態様に係る脳計測方法は、脳磁場を計測する複数の光励起磁気センサと、複数の光励起磁気センサのそれぞれの位置における地磁気に係る磁場を計測する複数の地磁気磁場補正用磁気センサと、複数の光励起磁気センサのそれぞれの位置における変動磁場を計測する複数のアクティブシールド用磁気センサと、地磁気に係る磁場を補正するための地磁気磁場補正コイルと、変動磁場を補正するためのアクティブシールドコイルと、を有する脳磁計と、静磁場を印加するための静磁場コイルと、傾斜磁場を印加するための傾斜磁場コイルと、所定の周波数の送信パルスを送信するための送信コイルと、送信パルスの送信によって生じた核磁気共鳴信号を検出する受信コイルと、を有するＭＲＩ装置と、を用いた脳計測方法であって、脳磁場の計測時には、複数の地磁気磁場補正用磁気センサの計測値、及び、複数のアクティブシールド用磁気センサの計測値に基づいて、地磁気磁場補正コイルに供給する電流、及び、アクティブシールドコイルに供給する電流を制御し、ＭＲ画像の計測時には、静磁場コイル及び傾斜磁場コイルに供給する電流を制御して静磁場及び傾斜磁場を制御し、受信コイルの出力を基にＭＲ画像を生成する。
上記一態様あるいは他の態様によれば、脳磁場を計測する複数の光励起磁気センサのそれぞれの位置における地磁気に係る磁場及び変動磁場が計測される。そして、脳磁場の計測時には、地磁気に係る磁場の複数の計測値に基づいて地磁気磁場補正コイルを流れる電流が制御され、変動磁場の複数の計測値に基づいてアクティブシールドコイルを流れる電流が制御され、それぞれのコイルにおいて磁場が発生し、複数の光励起磁気センサの位置において、地磁気磁場補正コイルにおいて発生した磁場によって地磁気に係る磁場が補正され、アクティブシールドコイルにおいて発生した磁場によって変動磁場が補正される。その結果、複数の光励起磁気センサの位置における地磁気に係る磁場及び変動磁場が補正されることにより、複数の光励起磁気センサが、地磁気に係る磁場の影響及び変動磁場の影響を避けた状態において脳磁場を計測することができる。
一方で、上記一態様あるいは他の態様によれば、ＭＲ画像の計測時には、静磁場コイル及び傾斜磁場コイルを流れる電流が制御されることにより静磁場及び傾斜磁場が印加され、受信コイルによって送信パルスの送信によって生じた核磁気共鳴信号が検出される。その結果、受信コイルの出力を基にＭＲ画像を計測することができる。
このような脳計測装置及び脳計測方法によれば、同一の装置を用いて脳磁計測およびＭＲＩ計測を効率よく実現できる。特に、ＭＲＩ計測において、超電導静磁場コイルが不要となり、脳磁場計測時の磁気ノイズの低減のための磁気シールドルームも不要となり、ＳＱＵＩＤを使用する場合に必要となる液体ヘリウム等の冷却剤も不要となり、小型化及び低コスト化が可能となる。さらには、同一の被験者を対象に同一の装置を用いて脳磁場計測およびＭＲＩ計測を順次実施できるので、両計測結果のレジストレーションエラーを低減することができる。
ここで、地磁気磁場補正コイルは、地磁気の磁場を補正するための地磁気補正コイル及び地磁気の勾配磁場を補正するための勾配磁場補正コイルによって構成される、ことが好適である。このような構成では、地磁気補正コイルと静磁場コイルとを共用することができ、勾配磁場補正コイルと傾斜磁場コイルとを共用することができるので、装置のさらなる小型化及びさらなる低コスト化が可能となる。
また、制御装置は、地磁気に係る磁場を打ち消す磁場を発生させるように地磁気磁場補正コイルに供給する電流を決定し、変動磁場を打ち消す磁場を発生させるようにアクティブシールドコイルに供給する電流を決定する、ことも好適である。このような構成によれば、複数の光励起磁気センサの位置における地磁気に係る磁場及び変動磁場が打ち消されることにより、複数の光励起磁気センサは、地磁気に係る磁場の影響及び変動磁場の影響を確実に避けた状態において脳磁場を計測することができる。その結果、磁気シールドルームを使用せずに高精度に脳磁場を計測することができる。
さらに、地磁気磁場補正コイル及びアクティブシールドコイルはそれぞれ、複数の光励起磁気センサを挟んで配置される一対のコイルである、ことも好適である。このような構成によれば、一対の地磁気磁場補正コイル及び一対のアクティブシールドコイルに挟まれた複数の光励起磁気センサの位置における地磁気に係る磁場及び変動磁場が効果的に補正される。これにより、簡易な構成によって地磁気に係る磁場及び変動磁場を適切に補正することができる。
またさらに、受信コイルに電気的に接続され、受信コイルを流れる電流を基に磁気信号を出力する出力コイルと、出力コイルによって出力された磁気信号を検出する別の光励起磁気センサと、をさらに備え、制御装置は、別の光励起磁気センサによって検出された磁気信号を基にＭＲ画像を生成する、ことも好適である。このような構成によれば、ｆＴ以上の高い感度を有した別の光励起磁気センサによって信号を受信できるので、ＭＲ画像計測の精度を高めることができる。また、ｍＴほどの静磁場が印加された受信コイルとは離れた位置に別の光励起磁気センサを配置するので、静磁場の影響を受けることなく、センサの感度帯域を調整することが可能である。
さらにまた、複数の光励起磁気センサは、被験者の頭皮に対し垂直な方向且つ同軸上に計測領域及び参照領域を有する軸型グラジオメータである、ことも好適である。このような構成によれば、コモンモードノイズの影響が計測領域の出力結果及び参照領域の出力結果のそれぞれに示されるため、両者の出力結果の差分を取得することによってコモンモードノイズを除去することができる。これにより、脳磁場の計測精度が向上する。
また、複数の光励起磁気センサ、複数の地磁気磁場補正用磁気センサ、複数のアクティブシールド用磁気センサ、及び受信コイルは、被験者の頭部に装着されるヘルメット型の比透磁率が１に近く磁場分布を乱さない非磁性フレームに固定されている、ことも好適である。このような構成によれば、被験者の頭部の動きに応じて、頭部に装着された非磁性フレーム及び非磁性フレームに固定された各センサ及び受信コイルが動くため、被験者の頭部が動いた場合においても、複数の光励起磁気センサの位置における地磁気に係る磁場及び変動磁場の補正、脳磁場の計測、及びＭＲＩ計測を適切に行うことができる。その結果、両計測のレジストレーションエラーを抑えることができる。
さらに、高周波数の電磁ノイズを遮蔽するための電磁シールドをさらに備えてもよい。このような構成によれば、脳磁計では計測の対象とならない高周波数の電磁ノイズが複数の光励起磁気センサに侵入することを防止できる。これにより、複数の光励起磁気センサによる脳磁場の計測を安定的に動作させることができる。一方、ＭＲＩ計測では、信号領域である２０ｋＨｚ〜５００ｋＨｚ帯のノイズの侵入を防ぐことができる。
またさらに、複数の光励起磁気センサは、０〜２００Ｈｚの範囲に含まれる周波数に感度を有するようにバイアス磁場が印加されるように構成され、別の光励起磁気センサは、２０ｋＨｚ〜５００ｋＨｚの範囲に含まれる周波数に感度を有するようにバイアス磁場が印加されるように構成される、ことも好適である。このような構成により、脳磁場の計測の感度を高めると同時に、ＭＲＩ計測の精度も高めることができる。
本発明によれば、脳磁計測およびＭＲＩ計測を効率よく実現可能な脳計測装置及び脳計測方法を提供することができる。
実施形態に係る脳計測装置の構成を示す概略図である。 実施形態に係るＯＰＭモジュール２３の構成を示す概略図である。 実施形態に係る脳計測装置の動作を示すフローチャートである。 実施形態に係る脳計測装置の動作を示すフローチャートである。
以下、添付図面を参照しながら本発明を実施するための形態を詳細に説明する。図面の説明において同一の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。
図１は、実施形態に係る脳計測装置Ｍ１の構成を示す概略図である。脳計測装置Ｍ１は、被験者を対象に脳磁場の計測およびＭＲ（Magnetic Resonance）画像の計測を行う装置である。脳計測装置Ｍ１は、複数のＯＰＭ（optically pumped magnetometer）モジュール１、複数の地磁気磁場補正用磁気センサ２、複数のアクティブシールド用磁気センサ３、非磁性フレーム４、一対の地磁気補正コイル７、一対の勾配磁場補正コイル８（地磁気磁場補正コイル）、及び一対のアクティブシールドコイル９、を有する脳磁計モジュールと、送信コイル２１、受信コイル２２、ＯＰＭモジュール２３、及び出力コイル２４、を有するＭＲＩモジュールとを備える。さらに、脳計測装置Ｍ１は、制御装置５と、コイル電源６と、ポンプレーザ１０と、プローブレーザ１１と、アンプ１２Ａ，１２Ｂと、ヒータコントローラ１３と、電磁シールド１４と、送信コイルコントローラ１５と、を備える。
以下の説明においては、被験者の頭部の中心軸におおよそ平行な向きをＺ軸方向とし、Ｚ軸に垂直な方向であって、互いに垂直な方向をＸ軸方向及びＹ軸方向とする。
ＯＰＭモジュール１は、光励起磁気センサ１Ａと、断熱材１Ｂと、読み出し回路１Ｃと、を有する。複数のＯＰＭモジュール１は、例えば頭皮に沿って所定の間隔で配置される。
光励起磁気センサ１Ａは、光ポンピングを利用して脳磁場を計測するセンサであり、例えば１０ｆＴ〜１０ｐＴ程度の感度を有する。断熱材１Ｂは、光励起磁気センサ１Ａの熱移動及び熱伝達を防止する。読み出し回路１Ｃは、光励起磁気センサ１Ａの検出結果を取得する回路である。光励起磁気センサ１Ａは、アルカリ金属蒸気を封入したセルにポンプ光を照射することによって、アルカリ金属を励起状態とする。励起状態のアルカリ金属はスピン偏極状態にあり、磁気を受けると、磁気に応じてアルカリ金属原子のスピン偏極軸の傾きが変化する。このスピン偏極軸の傾きは、ポンプ光とは別に照射されるプローブ光によって検出される。なお、光励起磁気センサ１Ａは、０〜２００Ｈｚの範囲に含まれる周波数の磁場に感度を有るようにポンプ光の照射方向に所定のバイアス磁場が印加されるように構成される。読み出し回路１Ｃは、アルカリ金属蒸気を通過したプローブ光をフォトダイオードによって受光し、検出結果を取得する。読み出し回路１Ｃは、検出結果をアンプ１２Ａに出力する。
光励起磁気センサ１Ａは、例えば軸型グラジオメータ（Gradiometer）としてもよい。軸型グラジオメータは、被験者の頭皮（計測箇所）に対し垂直な方向且つ同軸上に計測領域及び参照領域を有する。計測領域とは、例えば、軸型グラジオメータが脳磁場を計測する箇所のうち、被験者の頭皮に最も近接する箇所である。参照領域とは、例えば、軸型グラジオメータが脳磁場を計測する箇所のうち、被験者の頭皮から離れた方向に対し、計測領域から所定の距離（例えば３ｃｍ）の箇所である。軸型グラジオメータは、計測領域及び参照領域において計測したそれぞれの結果をアンプ１２Ａに出力する。ここで、コモンモードノイズが含まれる場合には、その影響が計測領域の出力結果及び参照領域の出力結果のそれぞれに示される。コモンモードノイズは、計測領域の出力結果及び参照領域の出力結果の差分を取得することによって除去される。コモンモードノイズを除去することにより、例えば１ｐＴの磁気ノイズ環境下で計測した場合、光励起磁気センサ１Ａは１０ｆＴ／√Ｈｚ程度の感度を得ることができる。
地磁気磁場補正用磁気センサ２は、光励起磁気センサ１Ａに対応する位置において、地磁気に係る磁場を計測するセンサであり、例えば１ｎＴ〜１００μＴ程度の感度を有するフラックスゲートセンサにより構成される。光励起磁気センサ１Ａに対応する位置とは、光励起磁気センサ１Ａが配置された領域の周辺（近傍）の位置である。地磁気磁場補正用磁気センサ２は、光励起磁気センサ１Ａに一対一で対応して設けられていてもよいし、一対多（複数の光励起磁気センサ１Ａに対して１台の地磁気磁場補正用磁気センサ２）で対応して設けられていてもよい。地磁気磁場補正用磁気センサ２は、地磁気に係る磁場として例えば地磁気及び地磁気の勾配磁場（以下、単に「勾配磁場」という。）を計測し、計測値を制御装置５に出力する。地磁気磁場補正用磁気センサ２の計測値は、向き及び大きさを有するベクトルにより表され得る。地磁気磁場補正用磁気センサ２は、計測及び出力を、所定の時間間隔で継続して行ってもよい。
アクティブシールド用磁気センサ３は、光励起磁気センサ１Ａに対応する位置において、変動磁場を計測するセンサであり、例えば１００ｆＴ〜１０ｎＴ程度の感度を有し、光励起磁気センサ１Ａとは異なる光励起磁気センサにより構成される。光励起磁気センサ１Ａに対応する位置とは、光励起磁気センサ１Ａが配置された領域の周辺（近傍）の位置である。アクティブシールド用磁気センサ３は、光励起磁気センサ１Ａに一対一で対応して設けられていてもよいし、一対多（複数の光励起磁気センサ１Ａに対して１台のアクティブシールド用磁気センサ３）で対応して設けられていてもよい。アクティブシールド用磁気センサ３は、変動磁場として例えば２００Ｈｚ以下のノイズ（交流）成分の磁場を計測し、計測値を制御装置５に出力する。アクティブシールド用磁気センサ３の計測値は、向き及び大きさを有するベクトルにより表され得る。アクティブシールド用磁気センサ３は、計測及び出力を、所定の時間間隔で継続して行ってもよい。
非磁性フレーム４は、脳磁場の計測対象である被験者の頭皮の全域を覆うフレームであり、グラファイト等の比透磁率が１に近く磁場分布を乱さない非磁性体材料により構成される。非磁性フレーム４は、例えば被験者の頭皮の全域を囲み、被験者の頭部に装着されるヘルメット型のフレームとすることができる。非磁性フレーム４には、被験者の頭皮に近接するように複数の光励起磁気センサ１Ａが固定されている。さらに、非磁性フレーム４には、複数の光励起磁気センサ１Ａのそれぞれの位置における地磁気に係る磁場を計測可能なように地磁気磁場補正用磁気センサ２が固定され、複数の光励起磁気センサ１Ａのそれぞれの位置における変動磁場を計測可能なようにアクティブシールド用磁気センサ３が固定されている。変動磁場は位置による磁場強度のばらつきが静磁場よりも少ないため、非磁性フレーム４には地磁気磁場補正用磁気センサ２の数よりもアクティブシールド用磁気センサ３の数が少なくなるように固定されていてもよい。加えて、非磁性フレーム４内の複数の光励起磁気センサ１Ａの被験者の頭皮側には、ＭＲ画像計測のために核磁気共鳴信号を検出するための受信コイル２２が固定されている。この受信コイル２２は、後述するプロトンの核磁気共鳴信号を検出して電流に変換する。核磁気共鳴信号の検出感度を向上させるためには、受信コイル２２は、光励起磁気センサ１Ａの被験者の頭部の頭皮に近い側に設けられることが好ましい。
送信コイル２１は、ＭＲ画像計測時に、被験者の頭部に、所定周波数（例えば、約３００ｋＨｚ）のＲＦパルス（送信パルス）を照射するコイルである。この送信コイル２１は、例えば、非磁性フレーム４の外部の被験者の頭部の上方に配置される。
出力コイル２４は、受信コイル２２の両端にケーブルを介して電気的に接続され、受信コイル２２の両端を流れる電流を受けて、その電流を再び磁気信号に変換して出力する。
ＯＰＭモジュール２３は、ＯＰＭモジュール１と同様に、光励起磁気センサ２３Ａと、断熱材２３Ｂと、読み出し回路２３Ｃと、を有する。ＯＰＭモジュール２３は、例えば、非磁性フレーム４の外部において、出力コイル２４と共に、後述する静磁場を遮蔽する磁気シールド２５内に収納されて配置される。磁気シールド２５は、比透磁率が１より大きな例えばミューメタル等により構成される。
光励起磁気センサ２３Ａは、光ポンピングを利用して磁気信号を計測するセンサである。なお、光励起磁気センサ２３Ａは、２０ｋＨｚ〜５００ｋＨｚの範囲に含まれる周波数の磁場に感度を有るようにポンプ光の照射方向に所定のバイアス磁場が印加されるように構成される。例えば、プロトンが発する電磁波の３００ｋＨｚの周波数に感度を有するように約４０μＴのバイアス磁場が印加される。読み出し回路２３Ｃは、光励起磁気センサ２３Ａによる検出結果をアンプ１２Ｂに出力する。
図２には、ＯＰＭモジュール２３の構成の具体例を示している。光励起磁気センサ２３Ａは、計測する磁場によって偏極の方向が変化するアルカリ金属を含むガスが封入された長手状のセル２６と、セル２６の全体を所定温度（例えば、１８０度）に加熱するヒータ２７と、偏光ビームスプリッタ２８と、光検出器２９とを含む。このセル２６には、その内部の長手方向に沿って、外部からポンプ光Ｌ１が導入されるとともに、長手方向に垂直な方向に沿って、その長手方向において複数に分割（例えば、四分割）された交差領域２６Ａのそれぞれに対して、外部からのプローブ光Ｌ２が分岐されて照射される。これらの交差領域２６Ａを透過したプローブ光Ｌ２は、それぞれの交差領域２６Ａに対応して設けられた偏光ビームスプリッタ２８及び光検出器２９によって、その磁気旋光角度が検出される。すなわち、偏光ビームスプリッタ２８は、プローブ光Ｌ２を互いに直交する２つの直線偏光成分に分離し、光検出器２９は、内蔵する２つのＰＤ（フォトダイオード）を用いて２つの直線偏光成分の強度を検出し、検出した強度の比を基にプローブ光Ｌ２の磁気旋光角度を検出する。ＯＰＭモジュール２３には、回路ボード３０がさらに設けられており、この回路ボード３０内の読み出し回路２３Ｃを経由して、それぞれの交差領域２６Ａごとに検出したプローブ光Ｌ２の磁気旋光角度を出力する。
出力コイル２４は、磁気シールド２５内において、上記のような構成のＯＰＭモジュール２３のセル２６の各交差領域２６Ａに対向するように固定される。このような構成により、受信コイル２２によって検出される電磁場ＢＯＵＴを基に出力コイル２４によって生成される磁気信号ＢＯＵＴが、アルカリ金属原子のスピン偏極軸の傾きに応じて変化するプローブ光Ｌ２の磁気旋光角度を基に検出される。ここで、図２の例では、交差領域２６Ａの分割数が４つとされているが、任意の数に変更されてよい。また、セル２６が並列に複数個設けられて、交差領域２６Ａが２次元的に配列されて（例えば、４×４＝１６個で）設けられてもよい。
制御装置５は、脳磁場の計測時には、地磁気磁場補正用磁気センサ２及びアクティブシールド用磁気センサ３から出力された計測値に基づいて、各種コイルに対する電流を決定し、電流を出力するための制御信号をコイル電源６に出力する。制御装置５は、複数の地磁気磁場補正用磁気センサ２の計測値に基づいて、地磁気に係る磁場を打ち消す磁場を発生させるように、地磁気磁場補正コイルである地磁気補正コイル７及び勾配磁場補正コイル８に対する電流を決定する。また、制御装置５は、複数のアクティブシールド用磁気センサ３の計測値に基づいて、変動磁場を打ち消す磁場を発生させるようにアクティブシールドコイル９に対する電流を決定する。制御装置５は、決定した電流に応じた制御信号をコイル電源６に出力する。
具体的には、制御装置５は、複数の地磁気磁場補正用磁気センサ２の計測値の平均値がゼロに近似するように（結果として、光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気に対し逆向き且つ同程度の大きさの磁場が発生するように）、地磁気補正コイル７に対する電流を決定する。制御装置５は、決定した地磁気補正コイル７の電流に応じた制御信号（静磁場補正用制御信号）をコイル電源６に出力する。
また、制御装置５は、複数の地磁気磁場補正用磁気センサ２の計測値の平均値からの偏差が最小になるように（結果として、光励起磁気センサ１Ａの位置における勾配磁場に対し逆向き且つ同程度の大きさの磁場が発生するように）、勾配磁場補正コイル８に対する電流を決定する。制御装置５は、決定した勾配磁場補正コイル８の電流に応じた制御信号（静磁場補正用制御信号）をコイル電源６に出力する。
さらに、制御装置５は、複数のアクティブシールド用磁気センサ３の計測値の平均値が０に近似するように（結果として、光励起磁気センサ１Ａの位置における変動磁場に対し逆向き且つ同程度の大きさの磁場が発生するように）、アクティブシールドコイル９に対する電流を決定する。制御装置５は、決定したアクティブシールドコイル９の電流に応じた制御信号（変動磁場補正用制御信号）をコイル電源６に出力する。
また、制御装置５は、アンプ１２Ａから出力された信号を利用して、光励起磁気センサ１Ａが検出した磁気に関する情報を得る。光励起磁気センサ１Ａが軸型グラジオメータである場合、制御装置５は、計測領域の出力結果及び参照領域の出力結果の差分を取得することによって、コモンモードノイズを除去してもよい。なお、制御装置５は、ポンプレーザ１０及びプローブレーザ１１の照射タイミング、照射時間等の動作を制御してもよい。
また、制御装置５は、ＭＲ画像の計測時には、静磁場及び傾斜磁場の印加用のコイルとしてそれぞれ動作する地磁気補正コイル７及び勾配磁場補正コイル８に供給する電流を決定し、電流を出力するための制御信号をコイル電源６に出力する。すなわち、制御装置５は、静磁場として、被験者の頭部に所定の強度（例えば、７ｍＴ）のＸ軸方向の磁場を印加するように、地磁気補正コイル７に流す電流を決定する。また、制御装置５は、傾斜磁場として、Ｘ軸方向磁場勾配（ｄＢＸ／ｄＸ）、Ｙ軸方向磁場勾配（ｄＢＸ／ｄＹ）、及びＺ軸方向磁場勾配（ｄＢＸ／ｄＺ）を選択的に決定し、勾配磁場補正コイル８に流す電流を決定する。これによって、ＭＲ画像においてスライスする位置を決定し、位相エンコードおよび周波数エンコードによりスライス面内の位置のエンコードをすることができる。なお、制御装置５は、ＭＲ画像の計測時には、低周波のノイズを除去するアクティブシールドコイル９には電流を供給しないように、制御信号を出力する。
さらに、制御装置５は、ＭＲ画像の計測時には、送信コイルコントローラ１５に対して、送信コイル２１に供給する電力を制御する制御信号を出力することによって、所定の周波数（例えば、静磁場の強度が７ｍＴの場合は約３００ｋＨｚ）の送信パルスを被験者の頭部に照射するように制御する。その結果、スライス面（静磁場及び傾斜磁場によって選択された面）のプロトンが共鳴してスピンが傾く。その後、制御装置５は、送信コイル２１の電力をオフに制御する。これにより、ＯＰＭモジュール２３の出力を基に、スピンが戻る様子を計測することでＭＲ画像を取得することができる。より具体的には、制御装置５は、公知のスピンエコーシーケンスあるいはグラディエントエコーシーケンスなどを用いて、周波数と位相で位置をエンコードしてプロトンからの核磁気共鳴信号を計測し、その計測結果をＦＦＴを用いてＭＲ画像に変換する。
制御装置５は、物理的には、ＲＡＭ、ＲＯＭ等のメモリ、ＣＰＵ等のプロセッサ（演算回路）、通信インターフェイス、ハードディスク等の格納部を備えて構成されている。かかる制御装置５としては、例えばパーソナルコンピュータ、クラウドサーバ、スマートフォン、タブレット端末などが挙げられる。制御装置５は、メモリに格納されるプログラムをコンピュータシステムのＣＰＵで実行することにより機能する。
コイル電源６は、制御装置５から出力された制御信号に応じて、所定の電流を地磁気補正コイル７、勾配磁場補正コイル８、及びアクティブシールドコイル９のそれぞれに出力する。具体的には、コイル電源６は、地磁気補正コイル７に係る制御信号に応じて、地磁気補正コイル７に電流を出力する。コイル電源６は、勾配磁場補正コイル８に係る制御信号に応じて、勾配磁場補正コイル８に電流を出力する。コイル電源６は、アクティブシールドコイル９に係る制御信号に応じて、アクティブシールドコイル９に電流を出力する。
送信コイルコントローラ１５は、送信コイル２１に電気的に接続され、制御装置５から出力された制御信号に応じて、所定周波数の送信パルスを照射するように送信コイル２１に電力を供給する。
地磁気補正コイル７は、光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気に係る磁場のうち、地磁気の磁場を補正するためのコイルである。地磁気補正コイル７は、コイル電源６から供給される電流に応じて磁場を発生させて、地磁気のキャンセリングを行う。地磁気補正コイル７は、例えば、一対の地磁気補正コイル７Ａ及び７Ｂを有する。一対の地磁気補正コイル７Ａ及び７Ｂは、光励起磁気センサ１Ａを挟むように（例えば被験者の左右に）配置される。一対の地磁気補正コイル７Ａ及び７Ｂは、コイル電源６から供給される電流に応じて、光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気に対し逆向き且つ同程度の大きさの磁場を発生させる。磁場の方向は、例えば、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向、及びＺ軸方向である。光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気は、地磁気補正コイル７により発生する逆向きで同程度の大きさの磁場によって打ち消される。このようにして、地磁気補正コイル７は、光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気を補正する。
また、地磁気補正コイル７は、ＭＲ画像計測時にＸ軸方向の静磁場を発生させるための静磁場コイルとしての役割を有する。地磁気補正コイル７は、コイル電源６から供給される電流に応じて所定の強度の静磁場を発生させる。
勾配磁場補正コイル８は、光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気に係る磁場のうち、勾配磁場を補正するためのコイルである。勾配磁場補正コイル８は、コイル電源６から供給される電流に応じて磁場を発生させて、勾配磁場のキャンセリングを行う。勾配磁場補正コイル８は、例えば、一対の勾配磁場補正コイル８Ａ及び８Ｂを有する。一対の勾配磁場補正コイル８Ａ及び８Ｂは、光励起磁気センサ１Ａを挟むように（例えば被験者の左右に）配置される。一対の勾配磁場補正コイル８Ａ及び８Ｂは、コイル電源６から供給される電流に応じて、光励起磁気センサ１Ａの位置における勾配磁場に対し逆向き且つ同程度の大きさの磁場を発生させる。磁場の方向は、例えば、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向、及びＺ軸方向である。光励起磁気センサ１Ａの位置における勾配磁場は、勾配磁場補正コイル８により発生する逆向き且つ同程度の大きさの磁場によって打ち消される。このようにして、勾配磁場補正コイル８は、光励起磁気センサ１Ａの位置における勾配磁場を補正する。
また、勾配磁場補正コイル８は、ＭＲ画像計測時に傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場コイルとしての役割を有する。勾配磁場補正コイル８は、コイル電源６から供給される電流に応じて、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向、及びＺ軸方向に選択的な勾配を有する傾斜磁場を発生させる。
アクティブシールドコイル９は、光励起磁気センサ１Ａの位置における変動磁場を補正するためのコイルである。アクティブシールドコイル９は、コイル電源６から供給される電流に応じて磁場を発生させて、変動磁場のキャンセリングを行う。アクティブシールドコイル９は、例えば、一対のアクティブシールドコイル９Ａ及び９Ｂを有する。一対のアクティブシールドコイル９Ａ及び９Ｂは、光励起磁気センサ１Ａを挟むように（例えば被験者の左右に）配置される。一対のアクティブシールドコイル９Ａ及び９Ｂは、コイル電源６から供給される電流に応じて、光励起磁気センサ１Ａの位置における変動磁場に対し逆向き且つ同程度の大きさの磁場を発生させる。磁場の方向は、例えば、例えば、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向、及びＺ軸方向である。光励起磁気センサ１Ａの位置における変動磁場は、アクティブシールドコイル９により発生する逆向き且つ同程度の大きさの磁場によって打ち消される。このようにして、アクティブシールドコイル９は、光励起磁気センサ１Ａの位置における変動磁場を補正する。
ポンプレーザ１０は、ポンプ光を生成するレーザ装置である。ポンプレーザ１０から出射されたポンプ光は、ファイバ分岐により、複数の光励起磁気センサ１Ａ、及び光励起磁気センサ２３Ａのそれぞれに入射する。
プローブレーザ１１は、プローブ光を生成するレーザ装置である。プローブレーザ１１から出射されたプローブ光は、ファイバ分岐により、複数の光励起磁気センサ１Ａ、及び光励起磁気センサ２３Ａのそれぞれに入射する。
アンプ１２Ａは、ＯＰＭモジュール１（具体的には、読み出し回路１Ｃ）からの出力結果の信号を増幅して、制御装置５に出力する機器又は回路である。
アンプ１２Ｂは、ＯＰＭモジュール２３（具体的には、読み出し回路２３Ｃ）からの出力結果の信号を増幅して、制御装置５に出力する機器又は回路である。
ヒータコントローラ１３は、光励起磁気センサ１Ａのセル及び光励起磁気センサ２３Ａのセルを加熱するためのヒータ、及びそれぞれのセルの温度を計測する熱電対（不図示）と接続される調温装置である。ヒータコントローラ１３は、熱電対からセルの温度情報を受信し、当該温度情報に基づいてヒータの加熱を調整することにより、セルの温度を調整する。
電磁シールド１４は、高周波数（例えば、１０ｋＨｚ以上）の電磁ノイズを遮蔽するシールド部材であり、例えば金属糸を編み込んだメッシュ、又はアルミニウム等の非磁性金属板等により構成される。電磁シールド１４は、ＯＰＭモジュール１,２３、送信コイル２１、受信コイル２２、出力コイル２４、地磁気磁場補正用磁気センサ２、アクティブシールド用磁気センサ３、非磁性フレーム４、地磁気補正コイル７、勾配磁場補正コイル８、及びアクティブシールドコイル９を囲むように配置される。この電磁シールド１４により、ＭＲ画像計測時に、計測周波数である３００ｋＨｚ帯のノイズが受信コイル２２に入射しノイズが上昇することを防ぐことができる。また、脳磁場計測時に、高周波ノイズが光励起磁気センサ１Ａに入射して動作が不安定になることを防ぐことができる。
次に、図３及び図４を参照しながら、実施形態に係る脳計測装置Ｍ１を用いた脳計測方法について説明する。図３及び図４は、脳計測装置Ｍ１の動作を示すフローチャートである。
まず、非磁性フレーム４を被験者に装着させた状態で脳磁場の計測が開始されると、地磁気磁場補正用磁気センサ２は、静磁場である、地磁気に係る磁場を計測する（ステップＳ１１）。地磁気磁場補正用磁気センサ２は、光励起磁気センサ１Ａのそれぞれの位置において、地磁気及び勾配磁場を計測し、計測値を制御装置５に出力する。
制御装置５及びコイル電源６は、地磁気補正コイル７に対する電流を制御する（ステップＳ１２）。制御装置５は、地磁気磁場補正用磁気センサ２の計測値に基づいて、光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気に対し逆向き且つ同程度の磁場を発生させるように、地磁気補正コイル７に対する電流を決定する。より具体的には、制御装置５は、例えば複数の地磁気磁場補正用磁気センサ２の計測値の平均値がゼロに近似するように、地磁気補正コイル７に対する電流を決定する。制御装置５は、決定した電流に応じた制御信号をコイル電源６に出力する。コイル電源６は、制御装置５により出力された制御信号に応じて、所定の電流を地磁気補正コイル７に出力する。地磁気補正コイル７は、コイル電源６から供給される電流に応じて磁場を発生させる。光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気は、地磁気補正コイル７により発生する、逆向き且つ同程度の大きさの磁場によって打ち消される。
制御装置５及びコイル電源６は、勾配磁場補正コイル８に対する電流を制御する（ステップＳ１３）。制御装置５は、地磁気磁場補正用磁気センサ２の計測値に基づいて、光励起磁気センサ１Ａの位置における勾配磁場に対し逆向き且つ同程度の大きさの磁場を発生させるように、勾配磁場補正コイル８に対する電流を決定する。より具体的には、制御装置５は、例えば複数の地磁気磁場補正用磁気センサ２の計測値の平均値からの偏差が最小になるように、勾配磁場補正コイル８に対する電流を決定する。制御装置５は、決定した電流に応じた制御信号をコイル電源６に出力する。コイル電源６は、制御装置５により出力された制御信号に応じて、所定の電流を勾配磁場補正コイル８に出力する。勾配磁場補正コイル８は、コイル電源６から供給される電流に応じて磁場を発生させる。光励起磁気センサ１Ａの位置における勾配磁場は、勾配磁場補正コイル８により発生する逆向き且つ同程度の大きさの磁場によって打ち消される。
制御装置５は、補正後の静磁場（地磁気に係る磁場）の計測値が基準値以下であるかどうかを判定する（ステップＳ１４）。補正後の静磁場の計測値とは、地磁気補正コイル７及び勾配磁場補正コイル８によって静磁場が補正された後、地磁気磁場補正用磁気センサ２により計測された値である。基準値は、光励起磁気センサ１Ａが正常に動作する磁場の大きさであり、例えば１ｎＴとすることができる。静磁場の計測値が基準値以下ではない場合（ステップＳ１４において「ＮＯ」）、ステップＳ１１に戻る。静磁場の計測値が基準値以下である場合（ステップＳ１４において「ＹＥＳ」）、ステップＳ１５に進む。
アクティブシールド用磁気センサ３は、変動磁場を計測する（ステップＳ１５）。アクティブシールド用磁気センサ３は、光励起磁気センサ１Ａのそれぞれの位置において、変動磁場を計測し、計測値を制御装置５に出力する。
制御装置５及びコイル電源６は、アクティブシールドコイル９に対する電流を制御する（ステップＳ１６）。制御装置５は、アクティブシールド用磁気センサ３の計測値に基づいて、光励起磁気センサ１Ａの位置における変動磁場に対し逆向き且つ同程度の大きさの磁場を発生させるように、アクティブシールドコイル９に対する電流を決定する。より具体的には、制御装置５は、例えば複数のアクティブシールド用磁気センサ３の計測値の平均値がゼロに近似するように、アクティブシールドコイル９に対する電流を決定する。制御装置５は、決定した電流に応じた制御信号をコイル電源６に出力する。コイル電源６は、制御装置５により出力された制御信号に応じて、所定の電流をアクティブシールドコイル９に出力する。アクティブシールドコイル９は、コイル電源６から供給される電流に応じて磁場を発生させる。光励起磁気センサ１Ａの位置における変動磁場は、アクティブシールドコイル９により発生する逆向き且つ同程度の大きさの磁場によって打ち消される。
制御装置５は、補正後の変動磁場の計測値が基準値以下であるかどうかを判定する（ステップＳ１７）。補正後の変動磁場の計測値とは、アクティブシールドコイル９によって変動磁場が補正された後、アクティブシールド用磁気センサ３によって計測された値である。基準値は、脳磁場を計測することができるノイズレベルであり、例えば１ｐＴとすることができる。変動磁場の計測値が基準値以下ではない場合（ステップＳ１７において「ＮＯ」）、ステップＳ１５に戻る。変動磁場の計測値が基準値以下である場合（ステップＳ１７において「ＹＥＳ」）、ステップＳ１８に進む。
光励起磁気センサ１Ａは、脳磁場を計測する（ステップＳ１８）。制御装置５は、取得した計測結果を所定の出力先に出力する。所定の出力先とは、制御装置５のメモリ、ハードディスク等の格納装置、ディスプレイ等の出力装置のほか、通信インターフェイスを介して接続された端末装置等の外部装置であってもよい。ここまでに光励起磁気センサ１Ａの位置における静磁場（地磁気に係る磁場）及び変動磁場が所定の基準値以下になるように打ち消されているため、光励起磁気センサ１Ａは、静磁場（地磁気に係る磁場）の影響及び変動磁場の影響を避けた状態で脳磁場を計測することができる。
図４に移って、非磁性フレーム４を被験者に装着させたままの状態で引き続きＭＲ画像の計測が開始されると、制御装置５は、静磁場の印加用の地磁気補正コイル７に供給する電流を決定し、制御信号をコイル電源６に出力することにより被験者の頭部におけるＸ軸方向の静磁場の生成を制御する（ステップＳ１９）。次に、制御装置５は、傾斜磁場の生成用の勾配磁場補正コイル８に供給する電流を決定し、制御信号をコイル電源６に出力することによりＸ軸方向磁場勾配（ｄＢＸ／ｄＸ）の生成を制御する（ステップＳ２０）。同時に、制御装置５は、送信コイルコントローラ１５に対して送信コイル２１に供給する電力を制御する制御信号を出力して、送信パルスを被験者の頭部に照射させるように制御する（ステップＳ２１）。これにより、所定のスライス面のプロトンが励起される。
さらに、制御装置５は、傾斜磁場の生成用の勾配磁場補正コイル８に供給する電流を決定し、制御信号をコイル電源６に出力することにより、スライス面上におけるＹ軸方向磁場勾配（ｄＢＸ／ｄＹ）の生成を制御する（ステップＳ２２）。これにより、位相エンコードが行われる。そして、制御装置５は、傾斜磁場の生成用の勾配磁場補正コイル８に供給する電流を決定し、制御信号をコイル電源６に出力することにより、スライス面上におけるＺ軸方向磁場勾配（ｄＢＸ／ｄＺ）の生成を制御する（ステップＳ２３）。これにより、周波数エンコードが行われる。
それと同時に、ＯＰＭモジュール２３から、受信コイル２２及び出力コイル２４を介して、プロトンからの核磁気共鳴信号が出力され、それに伴って、制御装置５は、核磁気共鳴信号のデータを取得する（ステップＳ２４）。その後、制御装置５は、他のスライス面に関する核磁気共鳴信号データを取得するかを判定する（ステップＳ２５）。判定の結果、他のスライス面に関する核磁気共鳴信号データを取得する場合（ステップＳ２５において「ＹＥＳ」）、ステップＳ２０に処理を戻す。一方で、他のスライス面に関する核磁気共鳴信号データを取得しない場合（ステップＳ２５において「ＮＯ」）、それまで取得した核磁気共鳴信号データをフーリエ変換することによりＭＲ画像を取得する（ステップＳ２６）。制御装置５は、取得したＭＲ画像を所定の出力先に出力する。所定の出力先とは、制御装置５のメモリ、ハードディスク等の格納装置、ディスプレイ等の出力装置のほか、通信インターフェイスを介して接続された端末装置等の外部装置であってもよい。
［作用効果］
次に、上述した実施形態に係る脳計測装置の作用効果について説明する。
本実施形態に係る脳計測装置Ｍ１によれば、脳磁場を計測する複数の光励起磁気センサ１Ａのそれぞれの位置における地磁気に係る磁場及び変動磁場が計測される。そして、脳磁場の計測時には、地磁気に係る磁場の複数の計測値に基づいて地磁気補正コイル７及び勾配磁場補正コイル８を流れる電流が制御され、変動磁場の複数の計測値に基づいてアクティブシールドコイル９を流れる電流が制御され、それぞれのコイル７，８，９において磁場が発生し、複数の光励起磁気センサ１Ａの位置において、地磁気補正コイル７及び勾配磁場補正コイル８において発生した磁場によって地磁気に係る磁場が補正され、アクティブシールドコイル９において発生した磁場によって変動磁場が補正される。その結果、複数の光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気に係る磁場及び変動磁場が補正されることにより、複数の光励起磁気センサ１Ａが、地磁気に係る磁場の影響及び変動磁場の影響を避けた状態において脳磁場を計測することができる。
一方で、上記一態様あるいは他の態様によれば、ＭＲ画像の計測時には、地磁気補正コイル７及び勾配磁場補正コイル８を流れる電流が制御されることにより静磁場及び傾斜磁場が印加され、受信コイル２２によって送信パルスの送信によって生じた核磁気共鳴信号が検出される。その結果、受信コイル２２の出力を基にＭＲ画像を計測することができる。
このような脳計測装置及び脳計測方法によれば、同一の装置を用いて脳磁計測およびＭＲＩ計測を効率よく実現できる。特に、ＭＲＩ計測において、光励起磁気センサを用いるためにＳＱＵＩＤに比較して感度の高い周波数帯を広く調整できるので、印加する静磁場の強度、即ちプロトンの共鳴周波数の制限が少ない。ＳＱＵＩＤが低い共鳴周波数、即ち低い静磁場でしか動作しないために必要となるプリポーラライズコイルが不要となり、ＳＱＵＩＤを使用する場合に必要となる液体ヘリウム等の冷却剤も不要となる。さらには、ＭＲＩにおいて計測する信号の周波数も比較的高いので、ＭＲＩ計測時及び脳磁場計測時の磁気ノイズの低減のための磁気シールドルームも不要となる。その結果、装置の小型化及び低コスト化が可能となる。加えて、プリポーラライズに必要な時間は計測時間と同程度なので、本実施形態では計測時間も１／２に短くすることができる。
さらには、本実施形態では、地磁気補正コイル７に流す電流のオン／オフによって容易に静磁場をオン／オフできるので、脳磁場計測とＭＲＩ計測とを短時間で切り替えることができる。これにより、同一の被験者を対象に同一の装置を用いて脳磁場計測およびＭＲＩ計測を順次実施できるので、両計測結果のレジストレーションエラーを低減することができる。
このように、本実施形態によれば、ＭＲＩ計測を低磁場で行えるので特別な部屋を必要としないし、Ｔ１コントラストも高めることができる。また、アクティブシールドコイル９を用いることで、脳磁計測を磁気シールドルームで行う必要はない。そのため、同一の装置で脳磁計測とＭＲＩ計測を実現することができ、被験者が椅子等に座った状態で両計測を順次行うことができる。また、装置の低コスト化が可能であり、被験者を車両等に乗せた状態での計測も可能となる。その結果、うつ病、統合失調症などの精神疾患、認知症なでの神経変性疾患の診断に寄与できる。
ここで、脳計測装置Ｍ１は、静磁場の印加用として、地磁気補正コイル７、傾斜磁場の印加用として、勾配磁場補正コイル８とを用いている。これにより、脳磁計測用の地磁気磁場補正用のコイルとＭＲＩ計測用のコイルとを共用することができるので、装置のさらなる小型化及びさらなる低コスト化が可能となる。
また、本実施形態では、脳磁計測時に、複数の光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気に係る磁場及び変動磁場が打ち消されることにより、複数の光励起磁気センサ１Ａは、地磁気に係る磁場の影響及び変動磁場の影響を確実に避けた状態において脳磁場を計測することができる。その結果、磁気シールドルームを使用せずに高精度に脳磁場を計測することができる。このような作用は被験者の頭部が動いても実現することができる。
さらに、地磁気補正コイル７、勾配磁場補正コイル８、及びアクティブシールドコイル９は、それぞれ、複数の光励起磁気センサ１Ａを挟んで配置される一対のコイルによって構成されている。このような構成によれば、一対のコイルに挟まれた複数の光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気に係る磁場及び変動磁場が効果的に補正される。これにより、簡易な構成によって地磁気に係る磁場及び変動磁場を適切に補正することができる。
またさらに、脳計測装置Ｍ１は、受信コイル２２にケーブルを介して電気的に接続された出力コイル２４と、出力コイル２４によって出力された磁気信号を検出する別の光励起磁気センサ２３Ａとをさらに備えている。このような構成によれば、ＭＲＩ計測時に印加される静磁場による別の光励起磁気センサ２３Ａにおける検出信号への影響を避けることができるので、ＭＲ画像計測の精度を高めることができる。すなわち、例えば７ｍＴの静磁場の印加によりプロトンが発する核磁気共鳴信号の周波数は約３００ｋＨｚであり、光励起磁気センサ２３Ａにおいてこの周波数に感度を持たせるためには約４０μＴのバイアス磁場をかける必要がある。光励起磁気センサ２３Ａを被験者の頭部近くに配置した場合には、このようなバイアス磁場と静磁場との両立は困難である。本実施形態では、静磁場に感度を有さない受信コイル２２を頭部近くに配置し、光励起磁気センサ２３Ａを頭部から離して配置することができ、高感度に核磁気共鳴信号を検出することができる。
さらにまた、複数の光励起磁気センサ１Ａは、被験者の頭皮に対し垂直な方向且つ同軸上に計測領域及び参照領域を有する軸型グラジオメータである。このような構成によれば、コモンモードノイズの影響が計測領域の出力結果及び参照領域の出力結果のそれぞれに示されるため、両者の出力結果の差分を取得することによってコモンモードノイズを除去することができる。これにより、脳磁場の計測精度が向上する。
また、複数の光励起磁気センサ１Ａ、複数の地磁気磁場補正用磁気センサ２、複数のアクティブシールド用磁気センサ３、及び受信コイル２２は、被験者の頭部に装着されるヘルメット型の非磁性フレーム４に固定されている。このような構成によれば、被験者の頭部の動きに応じて、頭部に装着された非磁性フレーム４及び非磁性フレーム４に固定された各センサ２，３及び受信コイル２２が動くため、被験者の頭部が動いた場合においても、複数の光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気に係る磁場及び変動磁場の補正、脳磁場の計測、及びＭＲＩ計測を適切に行うことができる。その結果、両計測のレジストレーションエラーを抑えることができる。
さらに、高周波数の電磁ノイズを遮蔽するための電磁シールド１４をさらに備えてもよい。このような構成によれば、脳磁計では計測の対象とならない高周波数の電磁ノイズが複数の光励起磁気センサ１Ａに侵入することを防止できる。これにより、複数の光励起磁気センサ１Ａによる脳磁場の計測を安定的に動作させることができる。それとともに、ＭＲＩの計測周波数である３００ｋＨｚ帯のノイズが受信コイル２２に入射しＭＲＩ計測におけるノイズが上昇することも防止できる。
またさらに、複数の光励起磁気センサ１Ａは、０〜２００Ｈｚの範囲に含まれる周波数に感度を有するようにバイアス磁場が印加されるように構成され、別の光励起磁気センサ２３Ａは、２０ｋＨｚ〜５００ｋＨｚの範囲に含まれる周波数に感度を有するようにバイアス磁場が印加されるように構成されている。このような構成により、脳磁場の計測の感度を高めると同時に、ＭＲＩ計測の精度も高めることができる。
［変形例］
以上、本開示の実施形態に基づいて詳細に説明した。しかし、本開示は上記実施形態に限定されるものではない。本開示はその要旨を逸脱しない範囲で様々な変形が可能である。
アクティブシールドコイル９は、一対のアクティブシールドコイル９Ａ及び９Ｂを有するものとして説明したが、ＯＰＭモジュール１（光励起磁気センサ１Ａ）ごとに三つのコイルシステムとして配置してもよい。この場合、制御装置５は、光励起磁気センサ１Ａの位置における変動磁場の三方向（ｘ軸、ｙ軸、及びｚ軸）の成分に対し逆向きで且つ同程度の大きさの磁場を発生させるように、アクティブシールドコイル９に対する電流を決定する。制御装置５は、三つのコイルシステムとして配置されたアクティブシールドコイル９のそれぞれに係る決定した電流に応じた制御信号をコイル電源６に出力する。このような構成によれば、変動磁場の補正のための消費電力を比較的小さくすることができる。
また、制御装置５は、ＭＲ画像の計測時には、地磁気に係る勾配磁場の補正を行うように勾配磁場補正コイル８を流れる電流を設定してもよいし、地磁気に係る勾配磁場の補正を行わないように設定してもよい。勾配磁場の大きさは数μＴ程度であり静磁場に比較して２桁程度低いため、ＭＲ画像の取得時には補正を行わなくても精度を高く維持することができる。
また、上記実施形態の脳計測装置Ｍ１は、光励起磁気センサ２３Ａは省かれていてもよく、受信コイル２２からの出力を制御装置５がアンプを介して直接検出するような構成であってもよい。
また、光励起磁気センサ１Ａは、ポンプ光及びプローブ光を用いるポンプ＆プローブ型には限定されず、ポンプ光及びプローブ光を兼ねる円偏光の光を用いるゼロフィールド型の光励起磁気センサであってもよい。このゼロフィールド型では、セルに光を照射するとともに周期的なバイアス磁場を印加して磁場をロックイン検出し、ゼロ磁場からのずれを脳磁場として計測することができる。
また、上記実施形態の脳計測装置Ｍ１では、非磁性フレーム４の位置が光学的に計測可能にされていてもよい。例えば、非磁性フレーム４の下端部に周囲に１２０度間隔で取り付けられたマーカと、非磁性フレーム４に対向するカメラとを設け、カメラを用いてヘルメットの位置変動を計測可能としてもよい。この計測結果をＭＲＩ計測時に利用することができる。例えば、制御装置５が、計測結果を用いて、勾配磁場補正コイル８と受信コイル２２との相対位置を計算して、ＭＲ画像を較正することができる。その結果、被験者の頭部が変動しても解像度の高いＭＲ画像を取得することができる。これは、幼児などの頭部を固定することが困難な被験者のＭＲＩ計測に有用な構成である。なお、脳磁計測の際には、頭部の位置がずれてもずれた状態での光励起磁気センサ１Ａの位置での磁場がゼロになるように補正されるので、非磁性フレーム４の位置を計測する必要性は低いが、非磁性フレーム４の位置情報をゼロ磁場生成に利用してもよい。
１Ａ，２３Ａ…光励起磁気センサ、２…地磁気磁場補正用磁気センサ、３…アクティブシールド用磁気センサ、４…非磁性フレーム、５…制御装置、６…コイル電源、７…地磁気補正コイル、８…勾配磁場補正コイル、９…アクティブシールドコイル、１４…電磁シールド、２２…受信コイル、２４…出力コイル。

Claims (11)

  1. 脳磁場を計測する複数の光励起磁気センサと、
    前記複数の光励起磁気センサのそれぞれの位置における地磁気に係る磁場を計測する複数の地磁気磁場補正用磁気センサと、
    前記複数の光励起磁気センサのそれぞれの位置における変動磁場を計測する複数のアクティブシールド用磁気センサと、
    前記地磁気に係る磁場を補正するための地磁気磁場補正コイルと、
    前記変動磁場を補正するためのアクティブシールドコイルと、を有する脳磁計と、
    静磁場を印加するための静磁場コイルと、
    傾斜磁場を印加するための傾斜磁場コイルと、
    所定の周波数の送信パルスを送信するための送信コイルと、
    前記送信パルスの送信によって生じた核磁気共鳴信号を検出する受信コイルと、を有するＭＲＩ装置と、
    脳磁場の計測時には、前記複数の地磁気磁場補正用磁気センサの計測値、及び、前記複数のアクティブシールド用磁気センサの計測値に基づいて、前記地磁気磁場補正コイルに供給する電流、及び、前記アクティブシールドコイルに供給する電流を制御し、
    ＭＲ画像の計測時には、前記静磁場コイル及び前記傾斜磁場コイルに供給する電流を制御して前記静磁場及び前記傾斜磁場を制御し、前記受信コイルの出力を基にＭＲ画像を生成する制御装置と、
    を備える脳計測装置。
  2. 前記地磁気磁場補正コイルは、前記地磁気の磁場を補正するための地磁気補正コイル及び前記地磁気の勾配磁場を補正するための勾配磁場補正コイルによって構成される、
    請求項１記載の脳計測装置。
  3. 前記制御装置は、
    前記地磁気に係る磁場を打ち消す磁場を発生させるように前記地磁気磁場補正コイルに供給する電流を決定し、前記変動磁場を打ち消す磁場を発生させるように前記アクティブシールドコイルに供給する電流を決定する、
    請求項１又は２に記載の脳計測装置。
  4. 前記地磁気磁場補正コイル及び前記アクティブシールドコイルはそれぞれ、前記複数の光励起磁気センサを挟んで配置される一対のコイルである、請求項１〜３のいずれか１項に記載の脳計測装置。
  5. 前記受信コイルに電気的に接続され、前記受信コイルを流れる電流を基に磁気信号を出力する出力コイルと、
    前記出力コイルによって出力された前記磁気信号を検出する別の光励起磁気センサと、をさらに備え、
    前記制御装置は、前記別の光励起磁気センサによって検出された前記磁気信号を基に前記ＭＲ画像を生成する、
    請求項１〜４のいずれか１項に記載の脳計測装置。
  6. 前記複数の光励起磁気センサは、被験者の頭皮に対し垂直な方向且つ同軸上に計測領域及び参照領域を有する軸型グラジオメータである、
    請求項１〜５のいずれか１項に記載の脳計測装置。
  7. 前記複数の光励起磁気センサ、前記複数の地磁気磁場補正用磁気センサ、前記複数のアクティブシールド用磁気センサ、及び前記受信コイルは、被験者の頭部に装着されるヘルメット型の非磁性フレームに固定されている、請求項１〜６のいずれか１項に記載の脳計測装置。
  8. 高周波数の電磁ノイズを遮蔽するための電磁シールドをさらに備える、請求項１〜７のいずれか１項に記載の脳計測装置。
  9. 前記複数の光励起磁気センサは、０〜２００Ｈｚの範囲に含まれる周波数に感度を有するようにバイアス磁場が印加されるように構成され、
    前記別の光励起磁気センサは、２０ｋＨｚ〜５００ｋＨｚの範囲に含まれる周波数に感度を有するようにバイアス磁場が印加されるように構成される、
    請求項５に記載の脳計測装置。
  10. 脳磁場を計測する複数の光励起磁気センサと、
    前記複数の光励起磁気センサのそれぞれの位置における地磁気に係る磁場を計測する複数の地磁気磁場補正用磁気センサと、
    前記複数の光励起磁気センサのそれぞれの位置における変動磁場を計測する複数のアクティブシールド用磁気センサと、
    前記地磁気に係る磁場を補正するための地磁気磁場補正コイルと、
    前記変動磁場を補正するためのアクティブシールドコイルと、を有する脳磁計と、
    静磁場を印加するための静磁場コイルと、
    傾斜磁場を印加するための傾斜磁場コイルと、
    所定の周波数の送信パルスを送信するための送信コイルと、
    前記送信パルスの送信によって生じた核磁気共鳴信号を検出する受信コイルと、を有するＭＲＩ装置と、を用いた脳計測方法であって、
    脳磁場の計測時には、前記複数の地磁気磁場補正用磁気センサの計測値、及び、前記複数のアクティブシールド用磁気センサの計測値に基づいて、前記地磁気磁場補正コイルに供給する電流、及び、前記アクティブシールドコイルに供給する電流を制御し、
    ＭＲ画像の計測時には、前記静磁場コイル及び前記傾斜磁場コイルに供給する電流を制御して前記静磁場及び前記傾斜磁場を制御し、前記受信コイルの出力を基にＭＲ画像を生成する、
    脳計測方法。
  11. 前記地磁気磁場補正コイルは、前記地磁気の磁場を補正するための地磁気補正コイル及び前記地磁気の勾配磁場を補正するための勾配磁場補正コイルによって構成される、
    請求項１０記載の脳計測方法。

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